JPH042066B2 - - Google Patents
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Description
〔産業上の利用分野〕
本発明は、酸素含有ガスと血液との間でガス交
換を行うための装置に関する。さらに詳細には、
ガス透過性の中空糸膜を介して血液と酸素とを接
触させることにより血液に酸素を付加するととも
に血液中の二酸化炭素をガス中に排出するための
血液ガス交換装置に関する。
〔従来の技術〕
血液ガス交換装置すなわち人工肺は、心臓手術
などにおいて広く使用されており、円板型、気泡
型および膜型などいくつかの種類がある。しかし
血液と酸素とを直接接触させる円板型および気泡
型は血液損傷が大きいという理由から近年使用量
が減少する傾向にあり、膜を介して血液と酸素と
を接触させる膜型が普及しつつある。従来より使
用されている膜型肺は、人工腎臓と同じように中
空糸の内部に血液を流し、中空糸外部にガスを流
すタイプのものが一般的である。
〔発明が解決しようとする問題点〕
従来の膜型肺はガス交換能力が低く、装置が大
型にならざるを得ないという問題があつた。その
理由について以下に説明する。
まず第一の理由は、中空糸の内部を流れる血液
が層流となつて流れるために酸素および二酸化炭
素の拡散に対する境膜抵抗が大きくなり、ガス交
換効率が膜のガス透過係数から予想される値より
もかなり低くなるためである。すなわち、血液側
境膜抵抗が非常に大きく、これが律速となつて膜
のガス透過能力が十分に発揮されない。また第二
の理由は、血液とガスとの接触界面が中空糸の内
表面となるため、使用する中空糸の量にくらべて
有効表面積が小さくなつてしまうためである。し
たがつて、装置が大型になるために装置内への血
液充填量が多くなり、患者に対する負担が増大す
るという問題があつた。また、血液側圧力損失が
非常に大きくなるため、操作性、安全性および血
液損傷の点で大きな問題であつた。
このような問題点を解決するために、特開昭58
−155862号公報および特開昭62−72364号公報等
においては、血液を中空糸の外部に流しガスを内
部に流す方式の装置が提案されている。この方式
によれば、血液とガスとの接触界面は中空糸の外
表面になるので、同じ量の中空糸を使用しても有
効表面積を広くとることができる。また、血液の
流れも乱流に近くなるので境膜抵抗も減少してガ
ス交換効率も向上する。したがつて、同じ容積の
装置であつても能力の高い装置が得られるが、そ
のガス交換効率は理論的に予想される値よりもな
おかなり低いものであつた。
本発明の目的は、血液を中空糸の外部に流すタ
イプの装置において、ガス交換効率をさらに高め
た血液ガス交換装置を提供することにある。そし
て従来と同等の性能を持ちながら装置の容積が小
さくて済み、その結果血液充填量が従来の装置よ
りも少量で患者に対する負担の少ない血液ガス交
換装置を提供することにある。
〔問題点を解決するための手段〕
本発明者は、血液を中空糸の外部に流すタイプ
の装置について種々の装置を作製して検討を行つ
た結果、隣接する中空糸が互いに交差するように
環状に巻き、且つ巻いた中空糸の充填率が特定の
範囲にあるときに、ガス交換効率が飛躍的に高く
なることを見出し、本発明に到達した。
すなわち本発明は、血液の入口、出口およびガ
スの入口、出口を設けた容器内に両端を固定した
多数のガス透過性中空糸を収納してなる血液ガス
交換装置において、該中空糸は隣接する中空糸同
士が互いに交差するように環状に巻かれて中心に
中空部を有する環状の中空糸層を形成していると
ともに、該中空糸層における中空糸の充填率は
0.45〜0.80の範囲にあり、さらに中空糸内部とガ
スの入口および出口が連通し且つ中空糸外部と血
液の入口および出口が連通していることを特徴と
する血液ガス交換装置である。
なお、ここでいう中空糸の充填率とは、中空糸
層の容積に対する中空糸の占める容積の比率であ
り、中空糸層の半径をr0、長さをＬ、中空糸層の
中央にある中空部の半径をr1とし、中空糸の外径
をＤ、中空糸の総延長をｌとすると次式で表され
る値である。
充填率＝（Ｄ／２）2・π・ｌ／（r0 2−r1 2）
・π・Ｌ
〔作用〕
本発明の装置においては、血液は入口より中空
糸層の中心に形成された中空部に導入され、中空
糸の交差した〓間を通つて出口より排出される。
そしてこの間に中空糸の内部を流れる酸素含有ガ
スとの間でガス交換が行われ、血液中に酸素が供
給されるとともに血液中の二酸化炭素が排出され
る。
〔実施例〕
以下図面を用いて本発明をさらに具体的に説明
する。
第１図は、本発明の血液ガス交換装置の一実施
例についての断面図である。図において、中空糸
を収納するための容器１には、下部中央に血液入
口９が設けられており、左右側面に２つの血液出
口５，５′が設けられている。そして上部右には
ガス入口２が、下部左にはガス出口１０が設けら
れている。中空糸はコア１２のまわりに巻きつけ
られその両端をポリウレタンなどの接着剤で接着
固定されて中空糸層６を形成している。接着剤に
よつて形成された隔壁１１，１１′は両端面に中
空糸内空が開口し、血液と酸素含有ガスとを中空
糸の内外に隔離している。
血液入口９より容器内に入つた静脈血は、コア
１２によつて周囲へ分散されて中空糸層６の内表
面側に達し中空糸層内に導入されて中空糸間の〓
間を流れる。また酸素含有ガスは、ガス入口２よ
り容器内に入り隔壁１１の開口部より中空糸内部
に導入される。このようにして中空糸の外側を血
液が流れ、内側を酸素含有ガスが流れる。そし
て、中空糸はガス透過性であるので酸素が中空糸
内部より血液中に拡散するとともに血液中の二酸
化炭素が中空糸内部を流れるガス中に拡散してガ
ス交換が行われる。中空糸層を通過した血液は血
液出口５，５′より容器の外へ排出されるととも
に、中空糸を通過したガスはガス出口１０より排
出される。
以上が第１図に示す装置の基本部分の説明であ
るが、第１図の装置にはさらに熱交換器が一体的
に設けられている。すなわち、コア１２の内部に
は加温または冷却された液体が流れるようになつ
ており、血液を加温または冷却する。これによつ
て熱交換器を別に設ける必要がなくなるので、体
外循環回路全体の血液充填量を少なくすることが
できる。なお、コアの構造は第１図に記載したも
のに限定されるものではなく、側面に多数の小孔
の空いた円筒や細い棒を多角柱状に配置固定した
ものであつてもよい。さらに、多数の中空細管を
配置し、内部に熱交換媒体を流すようにしてもよ
い。
第２図は中空糸層のみを示す斜視図である。中
空糸を構成するガス透過性の材料としては、シリ
コーンゴム、多孔質ポリプロピレンおよび多孔質
ポリエチレン等を例示することができるが、シリ
コーンゴムが最も好ましい。中空糸層は中空糸を
コア１２のまわりに環状に巻いて製造する。中空
糸は１本を連続的に巻いていつてもよいし、２本
以上を帯状にして巻いてもよい。本発明において
は隣接する中空糸が交差するように巻かれている
必要があるから、中空糸をコア上に巻いていくと
きコアの周方向に対して斜め方向に巻いていく
が、第１層目を巻き終わつたなら第２層目はこれ
と交差する方向すなわち周方向に対して第１層目
とは反対の斜め方向に巻き、さらに第３層目は第
２層目と交差する方向すなわち第１層目と同じ方
向に巻く。第２図はこのようにして巻いていく途
中の状態を示す図である。このようにして製造し
た中空糸層は、最後に外周を網状のシートでカバ
ーして保護することもできる。
本発明においては、中空糸層の中空糸の充填率
が0.35〜0.80の範囲にあることが必要であるが、
第２図に示すようにｎ層目とｎ＋１層目の中空糸
の交差角をθとすると、中空糸の充填率はθおよ
び巻き取り張力を調整することにより調整するこ
とができる。そして充填率が上記の範囲になるた
めには、θは50゜よりも小さいことが好ましく、
特に好ましいのは45゜以下である。充填率が0.45
以上であることが必要な理由は、後で具体的に述
べるように、本発明のような構造の血液ガス交換
装置ではガス交換効率が中空糸の充填率と密接な
相関関係があり、充填率が0.45以上のときにのみ
高いガス交換効率が得られるためである。また充
填率が0.80以下であることが必要な理由は、これ
よりも大きくなると中空糸層内での圧力損失が大
きくなるためである。なお、θの調整は中空糸の
巻き取り速度と横方向へのトラバース速度を調整
することにより行うことができる。すなわち、巻
き取り速度に対してトラバース速度を増加させれ
ばθは大きくなり、トラバース速度を減少させれ
ばθは小さくなる。また、θは巻き始めから巻き
終わりまで同じ値をとる必要はなく、しだいに変
化させてもよい。
前述した特開昭62−72364号公報にも中空糸の
充填率を規定した装置が記載されているが、この
装置では中空糸は互いに平行に装填されている点
が本発明とは異なつており、充填率は0.10〜0.55
と低い範囲に限定されているが、その理由は充填
率が0.55より高くなると血液の圧力損失が大きく
なつて、使用が困難になるためであり、0.10とい
う値には特に意味はない。これに対して、本発明
においては充填率とガス交換効率との間に密接な
関係があり、これによつて充填率の下限が決定さ
れる点に大きな特徴がある。また、より高い充填
率が可能であるので、同じ中空糸量を用いても
（すなわち同じ表面積であつても）より少ない容
積の中空糸層が製作可能であり、血液充填量の少
ない装置を得ることができる。このような相違が
生じる理由は明確ではないが、中空糸が交差して
いることが一つの原因になつているものと考えら
れる。
コア１２に巻いた中空糸はその両端をポリウレ
タンなどの接着剤で遠心接着して固定し、接着部
を軸方向に垂直に切断する。これによつて中空糸
が切断面において開口するので、中空糸内部への
ガスの流入が可能になる。
実験例
第１図に示す装置であつて種々の中空糸充填率
を有する装置を製作し、牛血を使用してガス交換
試験を実施した。すなわち、内径200μ、外径
400μ、膜厚100μのシリコーンゴム製中空糸を使
用し、中空糸の交差角度θを変えて、有効膜面積
（外径基準）が0.5m2で種々の中空糸充填率を有す
る装置を製作した。そして静脈血化した牛血（酸
素飽和度65％）をこの装置に流し、酸素ガスとの
間でガス交換を行つて、酸素飽和度96％まで酸素
加可能な血液流速を測定した。すなわち、血液流
速が大きいほど多量の血液を酸素加できることに
なるから、能力が高いことになる。結果を表−１
に示す。
[Industrial Field of Application] The present invention relates to a device for gas exchange between an oxygen-containing gas and blood. In more detail,
The present invention relates to a blood gas exchange device for adding oxygen to blood by bringing the blood and oxygen into contact through a gas-permeable hollow fiber membrane, and for exhausting carbon dioxide in the blood into gas. [Prior Art] Blood gas exchange devices, ie, artificial lungs, are widely used in heart surgery and the like, and there are several types such as disk type, bubble type, and membrane type. However, the use of the disc type and bubble type, which bring blood and oxygen into direct contact, has been decreasing in recent years because they cause greater damage to the blood, and the membrane type, which brings blood and oxygen into contact through a membrane, is becoming more popular. be. Conventionally used membrane lungs are generally of the type in which blood flows inside hollow fibers and gas flows outside the hollow fibers, similar to artificial kidneys. [Problems to be Solved by the Invention] Conventional membrane lungs have a problem in that they have a low gas exchange capacity and the device must be large. The reason for this will be explained below. The first reason is that the blood that flows inside the hollow fiber flows in a laminar flow, which increases the membrane resistance to oxygen and carbon dioxide diffusion, and the gas exchange efficiency is predicted from the gas permeability coefficient of the membrane. This is because it is much lower than the value. That is, the membrane resistance on the blood side is very large, and this becomes rate-limiting, so that the gas permeation ability of the membrane is not fully demonstrated. The second reason is that since the contact interface between blood and gas is the inner surface of the hollow fiber, the effective surface area becomes smaller compared to the amount of hollow fibers used. Therefore, there has been a problem in that the device becomes large and the amount of blood filled into the device increases, increasing the burden on the patient. In addition, since the pressure loss on the blood side becomes very large, this poses a major problem in terms of operability, safety, and blood damage. In order to solve these problems,
In JP-A-155862 and JP-A-62-72364, devices have been proposed in which blood is caused to flow outside the hollow fiber and gas is caused to flow inside. According to this method, since the contact interface between blood and gas is the outer surface of the hollow fiber, the effective surface area can be increased even if the same amount of hollow fibers are used. Furthermore, since the blood flow becomes nearly turbulent, membrane resistance is reduced and gas exchange efficiency is improved. Therefore, even though a device with the same volume has a higher capacity, the gas exchange efficiency is still considerably lower than the theoretically expected value. An object of the present invention is to provide a blood gas exchange device of a type that allows blood to flow outside a hollow fiber, with further improved gas exchange efficiency. Another object of the present invention is to provide a blood gas exchange device that has the same performance as the conventional device but requires a smaller volume, and as a result, the amount of blood filled is smaller than that of the conventional device, which reduces the burden on the patient. [Means for Solving the Problems] The present inventor created and studied various types of devices that allow blood to flow outside the hollow fibers, and as a result, the inventors have developed a method that allows adjacent hollow fibers to intersect with each other. The present invention has been achieved by discovering that gas exchange efficiency is dramatically increased when the filling rate of the hollow fibers wound in a ring is within a specific range. That is, the present invention provides a blood gas exchange device comprising a large number of gas-permeable hollow fibers fixed at both ends in a container provided with an inlet and an outlet for blood and an inlet and an outlet for gas. The hollow fibers are wound in an annular manner so as to cross each other to form an annular hollow fiber layer having a hollow part at the center, and the filling rate of the hollow fibers in the hollow fiber layer is
The blood gas exchange device is in the range of 0.45 to 0.80, and further characterized in that the inside of the hollow fiber is in communication with a gas inlet and an outlet, and the outside of the hollow fiber is in communication with a blood inlet and an outlet. The filling rate of the hollow fibers here is the ratio of the volume occupied by the hollow fibers to the volume of the hollow fiber layer, where r 0 is the radius of the hollow fiber layer, L is the length, and When the radius of the hollow part is r1 , the outer diameter of the hollow fiber is D, and the total length of the hollow fiber is l, the value is expressed by the following formula. Filling rate = (D/2) 2・π・l/(r 0 2 − r 1 2 )
·π·L [Operation] In the device of the present invention, blood is introduced into the hollow portion formed at the center of the hollow fiber layer through the inlet, passes through the intersecting spaces of the hollow fibers, and is discharged through the outlet.
During this time, gas exchange occurs with the oxygen-containing gas flowing inside the hollow fibers, and oxygen is supplied to the blood and carbon dioxide from the blood is discharged. [Example] The present invention will be explained in more detail below using the drawings. FIG. 1 is a sectional view of an embodiment of the blood gas exchange device of the present invention. In the figure, a container 1 for storing hollow fibers is provided with a blood inlet 9 at the center of the lower part, and two blood outlets 5, 5' on the left and right sides. A gas inlet 2 is provided at the upper right, and a gas outlet 10 is provided at the lower left. The hollow fibers are wound around the core 12 and fixed at both ends with an adhesive such as polyurethane to form the hollow fiber layer 6. The hollow fibers are opened at both end faces of the partition walls 11 and 11' formed of adhesive, and blood and oxygen-containing gas are isolated from the inside and outside of the hollow fibers. Venous blood that enters the container from the blood inlet 9 is dispersed to the surroundings by the core 12, reaches the inner surface of the hollow fiber layer 6, is introduced into the hollow fiber layer, and flows between the hollow fibers.
flowing between. Further, the oxygen-containing gas enters the container through the gas inlet 2 and is introduced into the hollow fiber through the opening of the partition wall 11. In this way, blood flows on the outside of the hollow fiber and oxygen-containing gas flows on the inside. Since the hollow fiber is gas permeable, oxygen diffuses into the blood from inside the hollow fiber, and carbon dioxide in the blood diffuses into the gas flowing inside the hollow fiber, thereby performing gas exchange. The blood that has passed through the hollow fiber layer is discharged out of the container from the blood outlets 5 and 5', and the gas that has passed through the hollow fibers is discharged from the gas outlet 10. The above is a description of the basic parts of the apparatus shown in FIG. 1, and the apparatus shown in FIG. 1 is further integrally provided with a heat exchanger. That is, a heated or cooled liquid flows inside the core 12 to warm or cool the blood. This eliminates the need to provide a separate heat exchanger, so the amount of blood filled in the entire extracorporeal circulation circuit can be reduced. The structure of the core is not limited to that shown in FIG. 1, but may be a cylinder with a large number of small holes on the side surface or a thin rod arranged and fixed in the shape of a polygonal column. Furthermore, a large number of hollow thin tubes may be arranged, and a heat exchange medium may be allowed to flow inside. FIG. 2 is a perspective view showing only the hollow fiber layer. Examples of the gas-permeable material constituting the hollow fibers include silicone rubber, porous polypropylene, and porous polyethylene, with silicone rubber being the most preferred. The hollow fiber layer is manufactured by winding hollow fibers in a ring around the core 12. One hollow fiber may be wound continuously, or two or more hollow fibers may be wound into a band. In the present invention, since adjacent hollow fibers must be wound so as to intersect, when the hollow fibers are wound onto the core, they are wound diagonally to the circumferential direction of the core. Once the eyes have been rolled, the second layer is rolled in a diagonal direction that is opposite to the first layer with respect to the circumferential direction, and the third layer is rolled in a direction that intersects with the second layer, that is, in a diagonal direction opposite to the circumferential direction. Roll in the same direction as the first layer. FIG. 2 is a diagram showing a state in the middle of winding in this manner. The hollow fiber layer produced in this manner can also be protected by finally covering the outer periphery with a net-like sheet. In the present invention, it is necessary that the filling rate of the hollow fibers in the hollow fiber layer is in the range of 0.35 to 0.80,
As shown in FIG. 2, if the intersection angle between the n-th layer and the n+1-th layer of hollow fiber is θ, the filling rate of the hollow fiber can be adjusted by adjusting θ and the winding tension. In order for the filling rate to fall within the above range, θ is preferably smaller than 50°.
Particularly preferred is 45° or less. Filling rate is 0.45
The reason why this is necessary is that, as will be described in detail later, in a blood gas exchange device having a structure like the present invention, the gas exchange efficiency is closely correlated with the filling rate of the hollow fibers. This is because high gas exchange efficiency can only be obtained when is 0.45 or more. The reason why the filling factor needs to be 0.80 or less is that if it is larger than this, the pressure loss within the hollow fiber layer will increase. Note that θ can be adjusted by adjusting the winding speed of the hollow fiber and the traverse speed in the lateral direction. That is, if the traverse speed is increased relative to the winding speed, θ becomes larger, and if the traverse speed is reduced, θ becomes smaller. Further, θ does not have to take the same value from the beginning to the end of winding, and may be gradually changed. The above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 62-72364 also describes an apparatus in which the filling rate of hollow fibers is specified, but this apparatus differs from the present invention in that the hollow fibers are loaded parallel to each other. , the filling rate is 0.10~0.55
The reason for this is that when the filling factor is higher than 0.55, the blood pressure loss increases and it becomes difficult to use, and the value of 0.10 has no particular meaning. On the other hand, the present invention is characterized in that there is a close relationship between the filling rate and the gas exchange efficiency, and the lower limit of the filling rate is determined based on this. Also, since a higher filling rate is possible, a hollow fiber layer with a smaller volume can be fabricated using the same amount of hollow fibers (i.e., the same surface area), resulting in a device with less blood filling. be able to. The reason why such a difference occurs is not clear, but it is thought that one cause is that the hollow fibers intersect. Both ends of the hollow fiber wound around the core 12 are fixed by centrifugal bonding with an adhesive such as polyurethane, and the bonded portion is cut perpendicularly to the axial direction. This opens the hollow fiber at the cut surface, allowing gas to flow into the hollow fiber. Experimental Example The apparatus shown in FIG. 1 with various hollow fiber filling ratios was manufactured, and a gas exchange test was conducted using bovine blood. i.e. inner diameter 200μ, outer diameter
Using silicone rubber hollow fibers with a thickness of 400μ and a membrane thickness of 100μ, we created devices with an effective membrane area (based on outer diameter) of 0.5m2 and various hollow fiber filling rates by changing the intersecting angle θ of the hollow fibers. . Then, venous bovine blood (oxygen saturation 65%) was passed through this device, gas exchanged with oxygen gas, and the blood flow rate at which oxygenation could be achieved up to 96% oxygen saturation was measured. In other words, the higher the blood flow rate, the more blood can be oxygenated, which means that the capacity is higher. Table 1 shows the results.
Shown below.
本発明によれば、ガス交換効率のきわめて優れ
た血液ガス交換装置を得ることができる。そして
中空糸の充填率が高いので、同じ膜表面積を有す
る装置であつてもコンパクトな装置になり、装置
の血液充填量も少なくてすむ。したがつて、患者
に対する負担も軽減され、好ましい。
また、血液を中空糸の外側に流すので、血液と
ガスとの接触界面が中空糸の外表面になり、同じ
量の中空糸を使用しても血液を中空糸の内部に流
すよりも大きな表面積を得ることができる。した
がつて、経済性の点でも優れている。
According to the present invention, a blood gas exchange device with extremely excellent gas exchange efficiency can be obtained. Since the filling rate of the hollow fibers is high, even if the device has the same membrane surface area, it becomes a compact device, and the amount of blood filled in the device can be reduced. Therefore, the burden on the patient is also reduced, which is preferable. In addition, since the blood flows outside the hollow fiber, the contact interface between blood and gas is the outer surface of the hollow fiber, which has a larger surface area than when blood flows inside the hollow fiber even if the same amount of hollow fibers are used. can be obtained. Therefore, it is also excellent in terms of economy.
第１図は、本発明の血液ガス交換装置の一実施
例を示す正面断面図であり、第２図は中空糸層の
みを取り出したときの斜視図である。また、第３
図は、中空糸の充填率と血液を酸素飽和度96％に
酸素加できる血液流速との関係を示すグラフ図で
あり、第４図は中空糸充填率と中空糸の交差角度
との関係を示すグラフ図である。
１……容器、２……ガス入口、５，５′……血
液出口、６……中空糸層、８……中空部、９……
血液入口、１０……ガス出口、１１，１１′……
隔壁、１２……コア。
FIG. 1 is a front sectional view showing one embodiment of the blood gas exchange device of the present invention, and FIG. 2 is a perspective view when only the hollow fiber layer is taken out. Also, the third
The figure is a graph showing the relationship between the filling rate of hollow fibers and the blood flow rate that can oxygenate the blood to an oxygen saturation of 96%. Figure 4 shows the relationship between the filling rate of hollow fibers and the intersection angle of the hollow fibers. FIG. 1... Container, 2... Gas inlet, 5, 5'... Blood outlet, 6... Hollow fiber layer, 8... Hollow part, 9...
Blood inlet, 10... Gas outlet, 11, 11'...
Bulkhead, 12...core.
Claims (1)
設けた容器内に両端を固定した多数のガス透過性
中空糸を収納してなる血液ガス交換装置におい
て、該中空糸は隣接する中空糸同士が互いに交差
するように環状に巻かれて、中心に中空部を有す
る環状の中空糸層を形成しているとともに、該中
空糸層における中空糸の充填率は0.45〜0.80の範
囲にあり、さらに中空糸内部とガスの入口および
出口が連通し且つ中空糸外部と血液の入口および
出口が連通していることを特徴とする血液ガス交
換装置。1. In a blood gas exchange device comprising a large number of gas-permeable hollow fibers fixed at both ends in a container provided with a blood inlet and an outlet and a gas inlet and outlet, the hollow fibers are arranged so that adjacent hollow fibers are They are wound in an annular manner so as to intersect with each other to form an annular hollow fiber layer having a hollow part in the center, and the filling rate of the hollow fibers in the hollow fiber layer is in the range of 0.45 to 0.80. A blood gas exchange device characterized in that the inside of the fiber is in communication with a gas inlet and an outlet, and the outside of the hollow fiber is in communication with a blood inlet and an outlet.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62201175A JPS6443264A (en) | 1987-08-11 | 1987-08-11 | Blood gas exchange apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62201175A JPS6443264A (en) | 1987-08-11 | 1987-08-11 | Blood gas exchange apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6443264A JPS6443264A (en) | 1989-02-15 |
| JPH042066B2 true JPH042066B2 (en) | 1992-01-16 |
Family
ID=16436602
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62201175A Granted JPS6443264A (en) | 1987-08-11 | 1987-08-11 | Blood gas exchange apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6443264A (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0783765B2 (en) * | 1988-04-06 | 1995-09-13 | 宇部興産株式会社 | Oxygenator |
| JPH04129566A (en) * | 1990-09-19 | 1992-04-30 | Ube Ind Ltd | Oxygenator |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5339695A (en) * | 1976-09-24 | 1978-04-11 | Saburou Imai | Method of producing blood dialyzer |
| JPS58155862A (en) * | 1982-02-19 | 1983-09-16 | ザ・ダウ・ケミカル・カンパニー | Hollow fiber oxygen feeder, assembled apparatus thereof and production thereof |
| JPS5911866A (en) * | 1982-04-27 | 1984-01-21 | オスパル・アンデュストリ | Fluid treating apparatus |
-
1987
- 1987-08-11 JP JP62201175A patent/JPS6443264A/en active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5339695A (en) * | 1976-09-24 | 1978-04-11 | Saburou Imai | Method of producing blood dialyzer |
| JPS58155862A (en) * | 1982-02-19 | 1983-09-16 | ザ・ダウ・ケミカル・カンパニー | Hollow fiber oxygen feeder, assembled apparatus thereof and production thereof |
| JPS5911866A (en) * | 1982-04-27 | 1984-01-21 | オスパル・アンデュストリ | Fluid treating apparatus |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6443264A (en) | 1989-02-15 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |